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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Helligkeitsanpassung eines Röntgenbildes, welches unter Verwendung eines zur Aufnahme des Röntgenbildes verwendete Röntgenstrahlung in wenigstens zwei räumlichen Filterregionen unterschiedlich abschwächenden Filters aufgenommen wurde. Daneben betrifft die Erfindung eine Röntgeneinrichtung, ein Computerprogramm und einen elektronisch lesbaren Datenträger.
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Es ist bekannt, medizinische Eingriffe, insbesondere minimalinvasive Eingriffe, unter Röntgenüberwachung durchzuführen. Dabei werden während des Eingriffs kontinuierlich und/oder zyklisch Röntgenbilder eines das Eingriffsgebiet und insbesondere den Zielbereich umfassenden Aufnahmebereichs mit einer Röntgeneinrichtung aufgenommen und der wenigstens einen den Eingriff durchführenden Person zur Anzeige gebracht. Derartige Röntgenbilder werden häufig auch als Fluoroskopiebilder bezeichnet. Beispielsweise können auf derartigen Röntgenbildern im Rahmen des Eingriffs verwendete Instrumente, beispielsweise ein Katheter, und/oder durch den Eingriff eingetretene Veränderungen beobachtet werden.
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Röntgenstrahlung wirkt grundsätzlich ionisierend, so dass ein Patient und/oder weitere an dem Eingriff beteiligte Personen während des Eingriffs einer Röntgendosis ausgesetzt werden, die möglichst klein gehalten werden sollte. Um die Röntgenstrahlung, der die Beteiligten ausgesetzt sind, insbesondere für den Patienten, zu reduzieren, wurde vorgeschlagen, einen der Röntgenquelle der Röntgeneinrichtung nachzuschaltenden Filter zu verwenden, der die Röntgenstrahlung zumindest in weniger relevanten Anteilen der Aufnahmeregion, also des Blickfelds der Röntgeneinrichtung, abschwächt. Dem liegt die Idee zugrunde, dass es häufig nur eine Zielregion innerhalb der Aufnahmeregion ist, die für den Betrachter, insbesondere eine einen Eingriff durchführende Person, relevant ist. Eine derartige Zielregion wird häufig auch als „region of interest“ (ROI) bezeichnet, so dass ein entsprechender Filter auch als ROI-Filter bezeichnet werden kann. Eine beispielhafte Ausgestaltung sieht vor, dass der Filter eine zentrale, beispielsweise kreisförmige Filterregion aufweist, in der keine Abschwächung der Röntgenstrahlung vorgenommen wird. Diese innere Filterregion ist auf die Zielregion (ROI) zu richten. Die innere Filterregion wird umgeben von einer weiteren Filterregion, die einen festen Abschwächungswert aufweist, so dass der Filter in diesem Beispiel insgesamt zwei Filterregionen umfasst, in denen die Röntgenstrahlung unterschiedlich abgeschwächt wird, nämlich in der inneren Filterregion überhaupt nicht, in der äußeren anhand eines festen Abschwächungswertes. Selbstverständlich sind auch andere Formen/Ausgestaltungen eines solchen ROI-Filters denkbar, welche insbesondere andere Formen der inneren Filterregion und/oder eine größere Anzahl unterschiedlicher Filterregionen aufweisen. Bevorzugt wird ein derartiger Filter in das Gehäuse der Röntgenquelle integriert und weist veränderbare Filterregionen auf, beispielsweise eine innere Filterregion, die verschiebbar und/oder in ihrer Größe veränderbar ist. Auf diese Weise wird es insgesamt ermöglicht, die Röntgendosis, der der Patient und die weiteren Personen im Eingriffsraum ausgesetzt sind, drastisch zu reduzieren.
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Ein Beispiel für einen derartigen ROI-Filter ist in
US 5 278 887 A offenbart. Das dortige Filterbauteil, das während der Fluoroskopie einzusetzen ist, erlaubt nicht abgeschwächte Röntgenstrahlung zur Aufnahme einer interessierenden Region (ROI), die durch den Arzt ausgewählt wird, wo mithin ein Röntgenbild mit hoher Intensität und geringen Rauschens entsteht. In den die Zielregion umgebenden Regionen der Aufnahmeregion wird eine abgeschwächte Strahlung verwendet, die ein weniger intensives, eher verrauschtes Bild liefert. Dabei kann zwischen den Filterregionen, also der inneren, der ROI zugeordneten Filterregion, und der äußeren, einen festen Abschwächungswert aufweisenden Filterregion eine Übergangsregion vorgesehen sein, in der die Dicke des Filters und/oder der Abschwächungswert bevorzugt linear zunehmen.
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Bevor fluoroskopische Röntgenbilder der wenigsten einen den Eingriff durchführenden Person zur Anzeige gebracht und/oder anderweitig weiterverwertet werden, werden diese üblicherweise einer Bildverarbeitung unterzogen, die beispielsweise Kanten hervorhebt, Rauschen reduziert und dergleichen. Auf der andere Seite entsteht durch die Verwendung des Filters jedoch ein Röntgenbild, welches in den den unterschiedlichen Filterregionen zugeordneten, mithin diese abbildenden Bildregionen unterschiedliche Helligkeiten aufweist, was ein Problem für manche Bildverarbeitungsalgorithmen darstellt. Zudem sind Röntgenbilder einer gleichmäßigen Helligkeits- bzw. Intensitätsverteilung für medizinisches Personal, insbesondere an einem Eingriff beteiligte Personen, besser interpretierbar. Mithin ist es zweckmäßig, eine Helligkeitsanpassung der Röntgenbilder vorzunehmen, damit diese in allen Bildregionen möglichst ähnlich erscheinen.
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Zu diesem Zweck wurde in der bereits genannten
US 5 278 887 A ein Echtzeit-Bildverarbeitungssystem vorgeschlagen, in welchem Mittelwerte der Intensitäten, letztlich also der Bildwerte, in den verschiedenen Bildregionen gebildet werden, um hierauf basierend durch eine lineare, analytisch abgeleitete Transformation eine Helligkeitsanpassung zu erreichen. Für Übergangsregionen wird eine hiervon getrennte, den Verlauf innerhalb der Übergangsregion linearisiert betrachtende Herangehensweise vorgeschlagen. Dabei entstehen jedoch eine Vielzahl von Nachteilen. Dadurch, dass der Mittelwert generell über alle Bildwerte in den Bildregionen gebildet wird, wird nicht berücksichtigt, ob bzw. inwieweit überhaupt ein im Schnitt gleicher Bildwert, mithin eine im Schnitt gleiche Helligkeit, erwartet würde. Mithin kann es, insbesondere abhängig von der aufgenommenen Anatomie, zu Helligkeitsunterschieden in den Bildregionen kommen. Dies gilt insbesondere auch bezüglich der getrennt betrachteten Übergangsregionen.
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Dies kann zu in ihrer Qualität nicht hinreichend verbesserten Röntgenbildern führen.
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Neuere Röntgeneinrichtungen, die im Rahmen von medizinischen Eingriffen genutzt werden sollen, weisen oft auch Funktionalitäten auf, die automatisch den ROI-Filter anpassen können, insbesondere hinsichtlich der Zielregion (ROI). Hierzu wurde beispielsweise vorgeschlagen, mit Hilfe von Augennachverfolgungstechnologien die Blickrichtung einer den Eingriff durchführenden Person festzustellen und den Ort der ROI, mithin die Position der nicht abschwächenden, insbesondere inneren Filterregion, abhängig von dieser Blickrichtung anzupassen. Ein derartiger Vorschlag ist beispielsweise in
US 2012/0 187 312 A1 beschrieben. Häufig wechselnde Filtereinstellungen und mithin unterschiedliche im Fokus der Aufmerksamkeit befindliche Anatomien verstärken jedoch die genannten Probleme bei der Helligkeitsanpassung des Standes der Technik weiter, da ständig unterschiedliche Situationen vorliegen, die unterschiedliche Qualitäten der Helligkeitsanpassung zur Folge haben.
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Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine demgegenüber verbesserte Helligkeitsanpassung in mit einem ROI-Filter aufgenommenen Röntgenbildern zu ermöglichen.
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Zur Lösung dieser Aufgabe sieht ein Verfahren der eingangs genannten Art erfindungsgemäß folgende Schritte vor:
- - Ermittlung von die Filterregionen abbildenden Bildregionen aus die Filterregionen beschreibenden Filterparametern und Aufnahmegeometrieparametern und von wenigstens einer insbesondere senkrecht zur einer Grenze zwischen Bildregionen verlaufenden Auswertungslinie,
- - für jede Auswertungslinie Ermittlung eines den Helligkeitsunterschied zwischen den Bildregionen beschreibenden Korrekturwertes aus dem Bildwertverlauf entlang der Auswertungslinie in einem die Grenze enthaltenden Auswertungsbereich,
- - Ermittlung wenigstens eines Korrekturfaktors aus dem wenigstens einen Korrekturwert und Anpassung der Helligkeit zwischen den wenigstens zwei Bildregionen durch Skalierung der Bildwerte mit dem Korrekturfaktor.
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Im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens, das besonders vorteilhaft bei der fluoroskopischen Überwachung eines medizinischen Eingriffs, insbesondere eines minimalinvasiven Eingriffs, eingesetzt werden kann, wird mithin ein Filter mit räumlich unterschiedlicher Abschwächung, insbesondere der beschriebene ROI-Filter, verwendet. Der Filter weist dabei unterschiedliche Filterregionen auf, in denen Röntgenstrahlung, die zur Aufnahme des Röntgenbildes verwendet wird, unterschiedlich abgeschwächt wird, beispielsweise in einer inneren Filterregion, die zur Aufnahme der Zielregion (ROI) vorgesehen ist, überhaupt nicht, und in wenigstens einer weiteren, die innere Filterregion umgebenden Filterregion mit einem festen Abschwächungswert. Die Verwendung des Filters, der bevorzugt im Gehäuse der Röntgenquelle verbaut ist, hat zur Folge, dass die auf dem Röntgenbild sichtbare Aufnahmeregion des aufgenommenen Objekts, insbesondere Patienten, in wenigstens zwei jeweils einer Filterregion entsprechenden Subregionen unterschiedlich einfallender Röntgenstrahlungsintensität ausgesetzt war, was wiederum zu unterschiedlichen Helligkeiten trotz gleicher Schwächung durch das Objekt in unterschiedlichen Bildregionen des Röntgenbildes führt, wobei die Bildregionen den Abbildungen der Filterregionen entsprechen. Dies ermöglicht es im Rahmen der vorliegenden Erfindung auch, bei bekannter Aufnahmegeometrie, bekannten Filtereigenschaften (insbesondere der Abschwächungswerte) und bekannter Position/Lage der Filterregionen auf die Lage der Bildregionen in dem Röntgenbild zu schließen, indem entsprechende geometrische Betrachtungen angestellt werden.
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Hierbei ist es besonders bevorzugt, wenn der Filter derart ansteuerbar ist, dass die Filterregionen verändert werden können. Insbesondere kann abhängig von Benutzereingaben und/oder einer Nachverfolgung der Blickrichtung eines Benutzers ein nicht abschwächender, auf die Zielregion (ROI) zu richtender Filterbereich in seiner Position veränderbar sein. Hierzu können als Aktoren beispielsweise Linearmotoren vorgesehen werden. Nachdem die Ansteuerung des Filters dann bevorzugt über die Steuereinrichtung der Röntgeneinrichtung selbst erfolgt, liegen die entsprechenden Filterparameter, die die Position der Filterregionen beschreiben, genau wie die die Aufnahmegeometrie beschreibenden Aufnahmegeometrieparameter zentral vor und können eingesetzt werden, um die Lage der den Filterregionen entsprechenden Bildregionen in dem Röntgenbild zu ermitteln. Es sei an dieser Stelle noch angemerkt, dass als Filterregionen auch Übergangsregionen, beispielsweise solche mit linear zunehmender Filterdicke, grundsätzlich denkbar sind, es erfindungsgemäß jedoch bevorzugt wird, definierte, benachbarte Filterregionen mit jeweils festem Abschwächungswert (gegebenenfalls auch von Null) zu verwenden.
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Im Rahmen der vorliegenden Erfindung und der Ermittlung der räumlichen Lage der Bildregionen kann vorgesehen sein, dass die (insbesondere auch die aktuelle räumliche Lage der Filterregionen beschreibenden) Filterparameter und Aufnahmegeometrieparameter verwendet werden, um eine Hypothese für die Lage der den Filterregionen zugeordneten Bildregionen abzuschätzen, wonach diese Hypothese bildbasiert überprüft und/oder verfeinert wird. Immer dann, wenn beispielsweise die Filterparameter und/oder die Aufnahmegeometrieparameter nicht hinreichend genau bzw. verlässlich vorliegen, kann es zweckmäßig sein, die Positionsermittlung der Bildregionen noch bildbasiert zu verfeinern. Beispielsweise können nach der Grobpositionierung in Form wenigstens einer Hypothese der Form der Filterregion entsprechende Formen über das Röntgenbild an der Position der Hypothese gelegt werden und es kann eine Korrelationsgröße mit den tatsächlichen Bilddaten bestimmt werden. Die Korrelationsgröße kann im Rahmen eines Optimierungsverfahrens, beispielsweise unter Verschiebung der Form, genutzt werden, um eine Feinpositionierung durchzuführen, oder aber zur Auswahl einer die beste Korrelation aufweisenden von mehreren Hypothesen genutzt werden.
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Zur Grundlage der Helligkeitsanpassung schlägt das erfindungsgemäße Verfahren dabei die Verwendung von Auswertungslinien vor, die besonders bevorzugt im Wesentlichen senkrecht zu Grenzen zwischen Bildregionen verlaufen. Helligkeitsprofile, mithin der Bilddatenverlauf, entlang der Auswertungslinien können ausgewertet werden, um Helligkeitsunterschiede in den Bildbereichen festzustellen. Die Verwendung derartiger, ja lokalisierter Auswertungslinien eröffnet eine Vielzahl neuer, die Gesamt-Bildqualität verbessernder Optionen, wie sie im Folgenden bezüglich vorteilhafter Ausgestaltungen der vorliegenden Erfindung noch genauer dargelegt werden, insbesondere die Beurteilung von Übergangsbereichen als geeignet Bestimmung von Korrekturwerten, das Gewinnen von Zusatzinformationen über den Bildwertverlauf im Übergangsbereich zwischen Bildregionen und dergleichen. Es ist hiermit eine dezidiertere, auf einer verbesserten Datenbasis basierende Helligkeitsanpassung möglich, welche helligkeitsangespasste Röntgenbilder besonders hoher Qualität liefert, die bei der Anwendung weiterer Bildverarbeitungsalgorithmen und/oder der Anzeige eine besonders gute Grundlage für die weitere Nutzung der Röntgenbilder bilden. Insbesondere ist es möglich, durch einen medizinischen Eingriff durchführende Personen oder allgemein medizinisches Personal akzeptable, verwendbare Röntgenbilder trotz des Einsatzes eines ROI-Filters zu erhalten.
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Der Auswertebereich, über den der Bilddatenverlauf betrachtet wird, kann je nach Anwendung und/oder Eigenschaften der Röntgeneinrichtung, konkret der Aufnahmeanordnung der Röntgeneinrichtung, definiert werden, beispielsweise als sich auf beiden Seiten der Begrenzung um eine vorbestimmte Bildpunktzahl erstreckend, als sich bis zu vordefinierten Randpunkten (beispielsweise Bildrand, Bildmitte, Regionsmitte) erstreckend und dergleichen. Insbesondere können in die Wahl der Ausdehnung des Auswertebereichs Informationen über die zu erwartende Ausdehnung eines Übergangsbereichs zwischen den unterschiedlichen Helligkeiten, davon ausgehend, dass ein homogener Bildbereich betrachtet wird, eingehen. Insbesondere sind hierfür Faktoren verantwortlich, die die Richtung des Auftreffens der Röntgenstrahlung auf Begrenzungen von Filterregionen genauso wie die speziellen Eigenschaften des Filters an den Begrenzungen betreffen.
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Es kann vorgesehen sein, dass die wenigstens eine Auswertungslinie als entlang von Zeilen und/oder Spalten des Röntgenbildes verlaufend gewählt wird. Dies erlaubt eine besonders einfache Feststellung der Helligkeitsverläufe entlang der Auswertungslinien; insbesondere lässt sich eine derartige Vorgehensweise dann einsetzen, wenn Filterregionen im Wesentlichen rechteckig ausgebildet sind und ihre Begrenzungen den Pixelrichtungen des verwendeten Röntgendetektors entsprechend verlaufen, wobei beispielsweise ein matrixartig verteilte Detektorelemente aufweisender Festkörper-Röntgendetektor, insbesondere ein Flachdetektor, verwendet wird. Jedoch lässt sich das erfindungsgemäße Vorgehen auch für andere Fälle einsetzen, beispielsweise die oft verwendete kreisförmige Ausbildung von Filterregionen. Dann kann zweckmäßigerweise vorgesehen sein, virtuelle Bildwerte entlang der Auswertungslinie aus den Bildwerten des Röntgenbildes mittels einer Koordinatentransformation und/oder eines Rebinning zu ermitteln und zu verwenden. Die aufgenommenen, ursprünglichen Bildwerte werden dabei mithin so umsortiert und/oder so in ein geeignetes Koordinatensystem umgeschrieben, dass sich Bildwertverläufe entlang der Auswertungslinien besonders einfach ergeben. Hierzu kann beispielsweise ein Koordinatensystem, in das transformiert wird, gezielt so gesetzt werden, dass sich im Rahmen einer einzigen Koordinatentransformation geeignete virtuelle Bildwerte für mehrere oder gar alle zu verwendenden Auswertungslinien ergeben. Wird beispielsweise ein Filter mit einer inneren, kreisförmigen Filterregion für die Zielregion (ROI) eingesetzt, kann ein Koordinatensystem, in das transformiert wird, zweckmäßig ein Polarkoordinatensystem sein, dessen Mittelpunkt dem Mittelpunkt der der inneren Filterregion entsprechenden Bildregion entspricht, da dann die Auswertungslinien idealerweise radial von diesem Mittelpunkt aus verlaufen.
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Es sei darauf hingewiesen, dass es besonders vorteilhaft ist, wenn die Koordinatentransformation und/oder das Rebinning auf einen durch die Ausdehnung der Auswertungsbereiche beschreibenden Anwendungsbereich eingeschränkt durchgeführt wird. Auf diese Weise wird die Koordinatentransformation und/oder das Rebinning zumindest im Wesentlichen auf die Bildbereich begrenzt, in denen es auch benötigt wird, so dass Berechnungszeit und Aufwand eingespart werden kann.
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Es sei an dieser Stelle noch darauf hingewiesen, dass die Anwendung des Korrekturfaktors wenigstens teilweise auch auf den transformierten und/oder regebinnten Bildwerten erfolgen kann, woraufhin die korrigierten Bildwerte im ursprünglichen Röntgenbild durch Rücktransformation ermittelt werden können. Hierbei ist es allerdings wenigstens zweckmäßig, eine nicht zu modifizierende Bildregion geringster Abschwächung auf jeden Fall mit den Daten des ursprünglichen Röntgenbildes zu bestücken, beispielsweise also in einer Bildregion, die die Zielregion (ROI) zeigt, Modifikationen grundsätzlich zu unterlassen.
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Um Interpolationsartefakte aufgrund einer Koordinatentransformation bzw. eines Rebinnings zu vermeiden, kann ein geeignetes Oversampling-Verfahren eingesetzt werden, mithin eine Überabtastung erfolgen, die beispielsweise eine höhere Auflösung zur Verfügung stellt, als diese letztlich für die Ermittlung der Bildwertverläufe entlang der Auswertungslinien benötigt wird. Beispielsweise kann dann, wenn in Polarkoordinaten transformiert werden soll, das Winkelinkrement vom maximalen Radius des zu transformierenden Bildbereichs abhängig gewählt werden, beispielsweise derart, dass ein dort entstehender Bildpunkt in Polarkoordinaten in seiner Ausdehnung im Wesentlichen der eines Bildpunktes im ursprünglichen Koordinatensystem entspricht.
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Eine besonders bevorzugte Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung sieht vor, dass mehrere Kandidatenlinien entlang der Begrenzung zwischen zwei Bildregionen ermittelt werden und solche Kandidatenlinien, die ein Homogenitätskriterium für den Bildwertverlauf in dem Auswertebereich seitens der beiden Regionen erfüllen, als Auswertelinien verwendet werden. Die Verwendung von Auswertungslinien, entlang derer Korrekturwerte bestimmt werden sollen, ermöglicht es also, eine günstige Auswahl unter den verfügbaren Kandidatenlinien so zu treffen, dass jene als Auswertungslinien verwendet werden, die in beiden Bildregionen möglichst homogene Bereich miteinander auf eine grundsätzlich erwartete Art und Weise verbinden. Vorzugsweise beschreibt das Homogenitätskriterium mithin an der Grenze einen Übergang von einem homogenen, der Grenze benachbarten Bereich der einen Bildregion zu einem homogenen, der Grenze benachbarten Bereich der anderen Bildregion. Auf diese Weise werden mithin Auswertungslinien gewählt, die auch tatsächlich die gewollte Information über den Helligkeitsunterschied enthalten, der in den Korrekturwert eingeht bzw. diesen bildet.
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Um eine konkrete Umsetzung des Homogenitätskriteriums zu erlauben, kann vorgesehen sein, dass im Rahmen des Homogenitätskriteriums der Bildwertverlauf in dem Auswertebereich an eine vorbestimmte, einen Übergang zwischen homogenen Bereichen in den beiden Bildregionen beschreibende Übergangsfunktion angefittet wird, wobei das Homogenitätskriterium als erfüllt gilt, wenn ein die Fitqualität beschreibender Qualitätswert einen Grenzwert überschreitet. Viele Algorithmen, die versuchen, einem vorgegebenen Verlauf eine Funktion anzupassen, weisen bereits inhärent Werte auf, die als Qualitätswerte eingesetzt werden können, beispielsweise Korrelationswerte, Regressionswerte und dergleichen. Als Übergangsfunktion kann beispielsweise eine Sigmoidfunktion verwendet werden, die im Wesentlichen S-förmig verläuft. Ein Beispiel für eine solche Sigmoidfunktion ist
worin der Parameter k von dem verwendeten Röntgenspektrum abhängt und beispielsweise aus Experimenten abgeleitet werden kann. Der Parameter x0 ist der Fitparameter; er kann beispielsweise durch Minimieren des Kleinste-Quadrate-Fehlers ermittelt werden. Allgemein kann auch gesagt werden, dass die Übergangsfunktion und/oder wenigstens ein ihre konkrete Form beschreibender Übergangsfunktionsparameter in Abhängigkeit des zur Aufnahme verwendeten Röntgenspektrums und/oder einer Kalibrationsmessung gewählt wird.
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Die verbleibende Abweichung der angefitteten Übergangsfunktion von dem tatsächlichen Bildwertverlauf ist zweckmäßigerweise entscheidend dafür, ob das Homogenitätskriterium erfüllt ist. Hierzu kann beispielsweise vorgesehen sein, wie bereits angedeutet wurde, dass als Qualitätswert ein Korrelationswert verwendet wird.
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Dabei ist es besonders vorteilhaft, wenn der Grenzwert in Abhängigkeit der Qualitätswerte der Kandidatenlinien gewählt wird, insbesondere derart, dass eine vorgegebene Prozentzahl der Kandidatenlinien das Homogenitätskriterium erfüllt. Beispielsweise kann also vorgesehen sein, einen Korrekturwert aus den N% der Bildwertverläufe zu bestimmen, die den größten Korrelationskoeffizienten aufweisen. N kann dabei beispielsweise zwischen 30 und 70 % gewählt werden, insbesondere als 50 %. Somit ist sichergestellt, dass eine hinreichende zugrundeliegende Datenbasis zur verlässlichen Bestimmung des Korrekturfaktors zugrunde gelegt wird, indem immer eine vorbestimmbare Anzahl von Auswertungslinien betrachtet wird, hierbei allerdings die am besten geeigneten.
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Es sei an dieser Stelle noch angemerkt, dass selbstverständlich nicht alle grundsätzlich denkbaren Auswertungslinien betrachtet werden müssen, sondern es sich anbietet, insbesondere die Zahl der Kandidatenlinien zu beschränken, indem beispielsweise eine bestimmte Schrittweite entlang der Grenze zwischen Bildregionen vorgegeben wird. Im Fall von von einem Mittelpunkt einer kreisförmigen Bildregion ausgehenden Kandidatenlinie bzw. Auswertungslinien kann beispielsweise vorgesehen sein, ein bestimmtes Winkelinkrement und somit eine bestimmte Zahl von Kandidatenlinien zu wählen. Werden keine Homogenitätskriterien verwendet, was erfindungsgemäß weniger bevorzugt ist, ist es im Übrigen auch denkbar, die Auswertungslinien unmittelbar anhand einer derartigen Schrittweite entlang der Grenze auszuwählen.
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Wie bereits angedeutet wurde, ist es zweckmäßig, wenn die Anpassung auf das Helligkeitsniveau einer ausgezeichneten Referenzbildregion, die einer Filterregion geringster Abschwächung zugeordnet ist, erfolgt. Wird ein ROI-Filter verwendet, der eine innere, nicht abschwächende Filterregion aufweist, beispielsweise als eine Durchgangsöffnung, kann die zugeordnete Bildregion zweckmäßigerweise als Referenzbildregion verwendet werden, insbesondere, da hier auch Modifikationen am wenigstens erwünscht sind. In der wenigstens einen anderen Bildregion, die nicht der Referenzbildregion entspricht, wird dann der wenigstens eine Korrekturfaktor angewendet, der sich auf die Helligkeit bzw. Intensität in der Referenzbildregion bezieht. Existieren beispielsweise nur zwei Filterregionen, mithin auch zwei Bildregionen, ergibt sich letztlich aus den Korrekturwerten relativ direkt ein Helligkeitsunterschied, der auszugleichen ist, so dass der Korrekturfaktor unmittelbar aus den Korrekturwerten ermittelbar ist. Wird beispielsweise eine einzige Auswertungslinie verwendet, die den Übergang zwischen homogenen Bereichen beschreibt, kann als Korrekturwert das Verhältnis und/oder die Differenz der Bildwerte in den jeweiligen homogenen Bereichen der Bildregionen heranzogen werden, bei mehreren Auswertungslinien sind Mittelwerte solcher Verhältnisse zweckmäßig.
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Vorzugsweise kann für jede anzupassende Bildregion ein einziger, global in der Bildregion anzuwendender Korrekturfaktor bestimmt werden, insbesondere durch statistische Betrachtung der Korrekturwerte einzelner Auswertungslinien. Im Rahmen der vorliegenden Erfindung ist es also die bevorzugte Ausgestaltung, für jede Bildregion, die in ihrer Helligkeit anzupassen ist, insbesondere also jede Bildregion außer einer Referenzbildregion, einen globalen Helligkeits-Korrekturfaktor zu ermitteln, der auf die Bildwerte in der jeweiligen Bildregion angewendet wird. Als einzige Ausnahme könnte der Übergangsbereich zwischen Bildregionen in Betracht gezogen werden, worauf im Folgenden noch näher eingegangen werden wird.
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Alternativ ist es jedoch auch denkbar, dass für die einzelnen Bildregionen ein räumlich aufgelöster Korrekturfaktor ermittelt wird, insbesondere jeweils ein Wert für den Korrekturfaktor einer Subregion der Bildregion zugeordnet wird. Auf diese Weise ist es denkbar, aufgrund der Eigenschaften der Aufnahmeanordnung insgesamt bzw. des Filters speziell auftretende Helligkeitsschwankungen in den Bildregionen ebenso zu behandeln, wobei es dann vorkommen kann, dass bei benachbarten Subregionen aufgrund der unterschiedlichen Werte des Korrekturfaktors Kanten in das Bild eingefügt werden, was unerwünscht ist, da dies nicht intuitiv ist. Mithin sieht eine zweckmäßige Weiterbildung vor, dass in den Grenzbereichen zwischen Subregionen unterschiedlicher Werte des Korrekturfaktors eine Interpolation zur Vermeidung von Helligkeitssprüngen durchgeführt wird. Geeignete Interpolationsverfahren können also verwendet werden, um die Einführung scharfer Kanten zwischen Subregionen möglichst zu vermeiden und somit nicht neue, künstliche Strukturen in das Bild einzuführen.
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In einer bevorzugten Weiterbildung kann vorgesehen sein, dass bei Aufnahme einer Bildserie von Röntgenbildern ein für ein vorheriges Röntgenbild bei gleicher Einstellung des Filters ermittelter Korrekturfaktor auch bei später aufgenommenen Röntgenbildern verwendet wird und/oder bei der Bestimmung neuer Korrekturfaktoren für diese Röntgenbilder berücksichtigt wird. Mithin kann auch die Historie der Korrekturfaktoren zur Helligkeitsanpassung berücksichtigt werden, um die Helligkeitsanpassung zu verbessern und/oder den Berechnungsaufwand zu reduzieren. Hat sich beispielsweise weder die Position der Filterregionen des Filters noch die Aufnahmegeometrie zwischen zwei insbesondere fluoroskopischen Aufnahmen verändert, lassen sich für die entsprechenden Röntgenbilder dieselben Korrekturfaktoren einsetzen. Möglich ist es aber selbstverständlich auch, in einem solchen Fall die neu hinzugekommenen Informationen, mithin das neu aufgenommene Röntgenbild, zu nutzen, um die Bestimmung des wenigstens einen Korrekturfaktors statistisch zu verbessern, indem erneut Korrekturwerte bestimmt werden, allerdings in die Ermittlung der Korrekturfaktoren auch die Korrekturfaktoren der vorangegangenen, in derselben Gesamtkonfiguration aufgenommenen Röntgenbilder eingehen. Doch auch im Hinblick auf veränderte Einstellungen, insbesondere eine veränderte Position der Filterregionen, lassen sich selbstverständlich Erkenntnisse aus vorangegangenen, insbesondere fluoroskopischen Aufnahmevorgängen weiterverwerten, da beispielsweise eine grundsätzliche Erwartung für den Helligkeitsunterschied dann bereits besteht, nachdem die Abschwächungswerte der einzelnen Filterregionen, unabhängig von ihrer Positionierung, in vielen Fällen gleich bleiben werden, auch wenn selbstverständlich auch Filter denkbar sind, bei denen diese veränderbar sind. Durch Vorabwissen kann also in einer Vielzahl von Fällen, gerade während eines fluoroskopischen Überwachungsvorgangs, bei dem eine Vielzahl von Röntgenbildern aufgenommen werden, eine deutliche Verbesserung bei der Bestimmung des wenigstens einen Korrekturfaktors erreicht werden.
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Es wird ferner besonders bevorzugt, wenn zur Abbildung eines unscharfen Helligkeitsübergangs zwischen Bildregionen in einem Übergangsbereich entlang der Grenze zwischen den Bildregionen ein einen glatten Übergang zwischen den Korrekturfaktoren der Bildregionen beschreibender Korrekturfaktorverlauf statt den Korrekturfaktoren der Bildregionen angewandt wird. Dies kann selbstverständlich auch für Fälle dienen, in denen in einer Bildregion überhaupt nicht korrigiert wird, was durch einen entsprechenden Korrekturfaktor, insbesondere von Eins, abgebildet werden kann. In diesem Zusammenhang wird also berücksichtigt, dass, insbesondere aufgrund der Nähe des ROI-Filters zum Fokalpunkt der Röntgenquelle, der Rand einer stärker abschwächenden Filterregion des Filters nicht unbedingt als eine scharfe Kante in den Röntgenbildern abgebildet wird. Stattdessen wird ein gewisses Profil auftreten, das hauptsächlich von den geometrischen Eigenschaften der entsprechenden perspektivischen Abbildung herrührt. Auf der anderen Seite deckt diese Ausgestaltung jedoch Fälle ab, in denen im Filter selbst Übergangsregionen zwischen den Filterregionen existieren, die beispielsweise einen veränderlichen Abschwächungswert aufweisen. Auch hier ergibt sich ein entsprechend breiter Übergangsbereich im Röntgenbild. Wird nun berücksichtigt, dass die Helligkeit im Röntgenbild eben nicht schlagartig zwischen den Bildregionen wechseln, kann die Bildqualität erhöht werden, indem im Übergangsbereich ein glatter Übergang zwischen den jeweiligen Korrekturfaktoren (im Fall keiner multiplikativen Korrektur beispielsweise Eins) geschaffen wird, mithin ein in einem engen, klar definierten Bereich ein räumlich variierender Korrekturfaktor benutzt wird, um die Bildqualität zu maximieren.
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In diesem Kontext ist es besonders vorteilhaft, wenn bei Verwendung eines Fits in einem Homogenitätskriterium wenigstens eine wenigstens eine angefittete Übergangsfunktion beschreibende Fitinformation zur Definition des Korrekturfaktorverlaufs verwendet wird. Mithin kann das bei der Auswahl von geeigneten Auswertungslinien aus Kandidatenlinien ohnehin angesammelte Wissen darüber, wie sich der Übergang zwischen den Bildregionen gestaltet, genutzt werden, um einen entsprechenden Korrekturfaktorverlauf abzuleiten, der auch in diesen Bereichen dafür sorgt, dass eine korrekte Helligkeitsanpassung erfolgt.
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Es sei jedoch an dieser Stelle angemerkt, dass es durchaus denkbar sein kann, dass eine Diskontinuität, insbesondere eine Kante, am Übergangsbereich zwischen Bildregionen auch gewollt ist und bewusst in Kauf genommen werden kann, insbesondere dann, wenn es um die Grenze zu einer eine innere Filterregion, in der nicht abgeschwächt wird, entsprechende Bildregion geht, die die interessierende Zielregion (ROI) zeigt. In manchen Fällen ist es denkbar, dass hier durch Anwendung des Korrekturfaktors ohne einen Korrekturfaktorverlauf eine Kante entsteht, die auf natürliche Art und Weise die Umrandung der entsprechenden Bildregion wiedergibt; sollte dies der Fall sein, könnte beispielsweise in einem Interface eine Auswahloption für den Benutzer zur Verfügung gestellt werden, wo dieser angeben kann, ob ein glatter Übergang oder ein kantenartiger Übergang gewünscht ist.
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Wie bereits erwähnt, ist ein häufiger, konkreter Anwendungsfall der vorliegenden Erfindung dann gegeben, wenn ein ROI-Filter verwendet wird, der eine innere, nicht abschwächende Filterregion aufweist, die kreisförmig ist und auf eine Zielregion innerhalb der Aufnahmeregion, die vom Blickfeld erfasst wird, zu richten ist. In einem solchen Fall sieht eine vorteilhafte Weiterbildung der Erfindung vor, dass bei Verwendung eines eine kreisförmige, insbesondere nicht abschwächende, auf eine Zielregion der Aufnahmeregion des aufzunehmenden Objekts zu richtende, innere Filterregion und eine diese umgebende abschwächende Filterregion aufweisenden Filters zur Ermittlung der Auswertungslinien und der zugehörigen Bildwertverläufe ein Mittelpunkt der der inneren Filterregion zugeordneten Bildregion ermittelt wird und zur Ermittlung der virtuellen Bildwerte für die sich radial von diesem Mittelpunkt nach außen erstreckenden Auswertungslinien das Röntgenbild in ein Polarkoordinatensystem transformiert wird. In einem derartigen Polarkoordinatensystem entsprechen die Spalten verschiedenen Winkeln und somit verschiedenen Kandidatenlinien bzw. Auswertungslinien, so dass sich die Bildwertverläufe entlang von Kandidatenlinien/Auswertungslinien besonders einfach abrufen und ermitteln lassen.
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Neben dem Verfahren betrifft die vorliegende Erfindung auch eine Röntgeneinrichtung, umfassend eine eine Röntgenquelle mit einem zugeordneten, ansteuerbaren Filter aufweisende Aufnahmeanordnung und eine Steuereinrichtung, die zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildet ist. Sämtliche Ausführungen bezüglich des erfindungsgemäßen Verfahrens lassen sich analog auf die erfindungsgemäße Röntgeneinrichtung übertragen, so dass auch mit dieser die genannten Vorteile erhalten werden können. Insbesondere liegen in der Steuereinrichtung Filterparameter vor, die auch die aktuelle Einstellung des Filters, insbesondere also die Lage der Filterregionen, beschreiben; zudem die Aufnahmegeometrie beschreibende Aufnahmeparameter. Dies ermöglicht es einer Bildregionsermittlungseinheit der Steuereinrichtung, die Filterregionen abbildende Bildregionen aufzufinden. Eine Auswertungslinienermittlungseinheit wählt geeignete Auswertungslinien insbesondere senkrecht zu einer Grenze zu Bildregionen aus, bevorzugt aus Kandidatenlinien anhand eines Homogenitätskriteriums. Die Auswertungslinienermittlungseinheit kann in diesem Kontext auch mit einer Transformationseinheit verbunden sein, die virtuelle Bildwerte entlang der Auswertungslinie bzw. Kandidatenlinie bestimmen kann. In einer Korrekturwertermittlungseinheit der Steuereinrichtung werden für die Auswertungslinien Korrekturwerte aus den Bildwertverlauf entlang der Auswertungslinie in einem die Grenze enthaltenden Auswertungsbereich bestimmt, so dass eine Korrektureinheit hieraus, wie beschrieben, den wenigstens einen Korrekturfaktor aus dem wenigstens einen Korrekturwert bestimmen und die Bildwerte entsprechend zur Anpassung der Helligkeit korrigieren kann.
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Die Erfindung betrifft ferner ein Computerprogramm, welches die Schritte eines erfindungsgemäßen Verfahrens durchführt, wenn es auf einer Recheneinrichtung, beispielsweise der genannten Steuereinrichtung der Röntgeneinrichtung, ausgeführt wird. Schließlich betrifft die Erfindung auch einen elektronisch lesbaren Datenträger, auf welchem ein Computerprogramm der erfindungsgemäßen Art abgespeichert ist, so dass dann, wenn der elektronisch lesbare Datenträger von einer Recheneinrichtung ausgelesen wird, die Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens durchführbar sind. Bei dem Datenträger kann es sich insbesondere um einen nicht-transienten Datenträger handeln, beispielsweise eine CD-ROM. Auch bezüglich des Computerprogramms und des Datenträgers gelten die bisher betätigten Ausführungen zum erfindungsgemäßen Verfahren und zur Röntgeneinrichtung fort.
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Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Dabei zeigen:
- 1 eine Prinzipskizze einer erfindungsgemäßen Röntgeneinrichtung,
- 2 einen in der Röntgeneinrichtung verwendeten ROI-Filter,
- 3 einen Ablaufplan eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens,
- 4 Bildbereiche in einem Röntgenbild, und
- 5 einen Bildwertverlauf und eine angefittete Übergangsfunktion.
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1 zeigt eine Prinzipskizze einer erfindungsgemäßen Röntgeneinrichtung 1. Diese weist einen an einem Stativ 2 gelagerten C-Bogen 3 auf, an dem sich gegenüberliegend eine Röntgenquelle 4 und ein Röntgendetektor 5 angeordnet sind. Mittels des C-Bogens 3 und dessen hier nicht näher gezeigten Bewegungsmöglichkeiten können so aus verschiedenen Projektionsrichtungen Bilder eines auf einer Patientenliege 6 angeordneten Patienten aufgenommen werden, insbesondere fluoroskopische Röntgenbilder während eines medizinischen Eingriffs.
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Im Gehäuse der Röntgenquelle 4 verbaut ist ein Filter 7, hier ein ROI-Filter 7, vorgesehen, der es erlaubt, verschiedene Regionen im durch das Strahlenfeld 8 definierten Blickfeld der Röntgeneinrichtung 1 verschiedenen Strahlungsintensitäten auszusetzen, wie im Folgenden noch näher erläutert werden wird.
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Bei dem Röntgendetektor 5 handelt es sich vorliegend um einen Festkörper-Flachdetektor, der eine Vielzahl von in Reihen und Spalten matrixartig angeordneten Detektorelementen aufweist.
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Die Röntgeneinrichtung 1 umfasst ferner eine hier nur schematisch angedeutete Steuereinrichtung 9, die auch zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildet ist.
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2 zeigt die Funktionsweise des Filters 7 genauer. Gezeigt ist das vom Fokalpunkt 10 der Röntgenquelle 4 ausgehende Strahlenfeld 8, das im vorliegenden Fall den gesamten Detektor 5 abdeckt. Teilweise von den Röntgenstrahlen durchleuchtet wird ein hier nur angedeuteter Patient 11, in den ein medizinisches Instrument 12 in Form eines Katheters eingeführt ist. Das Strahlenfeld 8 definiert nur eine gesamte Aufnahmeregion innerhalb des Patienten 11, die aber für die den Eingriff durchführende Person nicht zwangsläufig komplett und hoch aufgelöst interessant ist, da dieser sich nur für den Arbeitsbereich des medizinischen Instruments 12, hier schraffiert als Zielregion 13 dargestellt, interessiert.
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Der Filter 7 weist nun ein abschwächendes, über wenigstens einen hier nur schematisch gezeigten Aktor 14 von der Steuereinrichtung 9 gesteuert bewegbares Filterelement 15 auf, das eine kreisförmige Durchgangsöffnung 16 aufweist und ansonsten überall denselben Abschwächungswert besitzt.
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In der Darstellung der 2 wurde das Filterelement 15 mittels der Aktorik 14 so platziert, dass die nicht abgeschwächten, durch die Öffnung 16 dringenden Röntgenstrahlen die Zielregion 13 durchdringen und entsprechend in einer Bildregion 17 auf dem Detektor 5 empfangen werden.
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Die restliche Röntgenstrahlung außerhalb des durch die Linien 19 begrenzten Kegels wird durch das Filterelement 15 abgeschwächt und trifft mit geringerer Intensität auf den Patienten 11 als Objekt auf. Die Röntgenstrahlung wird dann in einem den inneren, runden Bildbereich 17 umgebenden weiteren, äußeren Bildbereich 18 von dem Röntgendetektor 5 empfangen, wobei ein Helligkeitsunterschied zwischen dem Bildbereich 17 und dem Bildbereich 18 entsteht. Dieser Helligkeitsunterschied soll vor einer weiteren Bildverarbeitung aufgenommener Röntgenbilder mittels des im Folgenden dargestellten Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Verfahrens korrigiert werden.
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Bezüglich 2 sei noch angemerkt, dass das Filterelement 15 und die Öffnung 16 ersichtlich zwei Filterregionen unterschiedlicher Abschwächungen definieren, die auf die entsprechenden Bildregionen 17, 18 abgebildet werden.
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Das Verfahren, vgl. 3, beginnt mit den ursprünglichen Bilddaten 20 des aufgenommenen Röntgenbilds, bei dem es sich insbesondere um ein Fluoroskopiebild handelt. In einem Schritt S1 werden die in der Röntgeneinrichtung ohnehin vorliegenden Filterparameter und Aufnahmegeometrieparameter, die die Eigenschaften und die aktuelle Einstellung des Filters 7 bzw. die Aufnahmegeometrie beschreiben und auch sonstige relevante Informationen, beispielsweise einen Zoomfaktor, enthalten, genutzt, um die Bildregion 17 zu lokalisieren und ihren Mittelpunkt zu bestimmen. 4 zeigt schematisch die kreisförmige, innere Bildregion 17, die die Zielregion 13 abbildet, und die sie umgebende Bildregion 18, die aufgrund der Abschwächung der Röntgenstrahlung dunkler erscheint, in dem Röntgenbild 21. Der Mittelpunkt 22 der Bildregion 17 ist genau wie die Grenze 23 zwischen den Bildregionen 17 und 18 gezeigt.
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Sollte die Positionsbestimmung für den Bildbereich 17 nicht genau genug aus den Filterparametern und den Aufnahmegeometrieparametern möglich sein, kann bildbasiert eine Verfeinerung erfolgen, indem beispielsweise eine Kreisform an der Hypothesen-Position der Bildregion 17 in das Röntgenbild 21 gelegt wird und die Korrelation überprüft und gegebenenfalls optimiert wird; bei mehreren Hypothesen kann dann die Hypothese mit der höchsten Korrelation ausgewählt werden. Bildverarbeitungsverfahren zur Ermittlung entsprechender Korrelationsgrößen sind bereits bekannt.
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In einem Schritt S2 erfolgt dann eine Koordinatentransformation, effektiv also ein Rebinning des Röntgenbildes 21 in ein Polarkoordinatensystem, das seinen Ursprung im Mittelpunkt 22 der Bildregion 17 hat. Zweck dieser Transformation ist es, dass im Folgenden Kandidatenlinien für Auswertungslinien betrachtet werden sollen, die möglichst senkrecht auf der Grenze 23 stehen. Dies gilt aber für radial vom Mittelpunkt 22 ausgehende Linien, wobei zwei Kandidatenlinien 24, die um ein Winkelinkrement 25 als Schrittweite beabstandet sind, beispielhaft in 4 angedeutet sein. Bei Bildwerten in dem Polarkoordinatensystem entsprechen die Bildwertverläufe entlang radialer Linien 24 gerade Spalten des entsprechend transformierten Röntgenbildes 21, so dass Bildwertverläufe besonders einfach untersucht werden können.
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Um Interpolationsfehler möglichst zu vermeiden, wird im Übrigen das Winkelinkrement für die Transformation in das Polarkoordinatensystem abhängig vom maximalen Radius des transformierten Bildbereichs gewählt, mithin wird eine geeignete Überabtastung vorgenommen.
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Es sei noch angemerkt, dass nicht das gesamte Röntgenbild 21 in das Polarkoordinatensystem transformiert werden muss, sondern auf einen Anwendungsbereich 26 beschränkt werden kann, welcher sich daraus ergibt, dass die Bildwertverläufe entlang von Kandidatenlinien 24 bzw. Auswertungslinien nur in einem Auswertebereich 27 genauer analysiert werden, wie im Folgenden noch näher dargestellt werden wird. Der Auswertebereich 27 ist vorliegend unter Berücksichtigung von Vorwissen über das Abbildungsverhalten des Filters 7 und die maximale Breite von Übergangsbereichen zwischen den Bildbereichen 17, 18 als eine bestimmte Anzahl von Bildpunkten zu jeder Seite der Grenze 23 umfassend definiert. Der Anwendungsbereich 26 kann nun so gelegt werden, dass alle möglichen Auswertebereiche 27 in ihm vollständig enthalten sind.
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In einem Schritt S3, vgl. wiederum 3, werden sodann die Kandidatenlinien 24 bestimmt, vorliegend durch Auswahl von Kandidatenlinien 24, die jeweils um ein bestimmtes Winkelinkrement 25 beabstandet sind. Für jede dieser Kandidatenlinien 24 ergibt sich dann ein Bildwertverlauf im Auswertebereich 27 letztlich als eine Spalte im in das Polarkoordinatensystem transformierten Röntgenbild 21.
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In einem Schritt
S4 werden dann aus den Kandidatenlinien
24 Auswertungslinien bestimmt, indem die Bildwertverläufe jeweils gegen ein Homogenitätskriterium geprüft werden. Das Homogenitätskriterium beschreibt an der Grenze
23 einen Übergang von einem homogenen, der Grenze
23 benachbarten Bereich der einen Bildregion
17,
18 zu einem homogenen, der Grenze
23 benachbarten Bereich der anderen Bildregion
18,
17. Hierzu wird konkret im Rahmen des Homogenitätskriteriums der Bildwertverlauf in dem Auswertebereich
27 an eine vorbestimmte Übergangsfunktion angefittet, welche vorliegend eine Sigmoidfunktion
ist, worin der Parameter k von dem benutzten Röntgenspektrum abhängt und durch entsprechende Kalibrationsmessungen gemessen werden kann. Der Parameter x0 ist der Fitparameter, der so bestimmt wird, dass der Kleinste-Quadrate-Fehler minimiert ist.
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Ein konkretes Beispiel zeigt 5. Darin symbolisieren die Punkte 28 den Bildwertverlauf, die Kurve 29 die angefittete Übergangsfunktion. Auch die Lage der Grenze 23 ist gezeigt. Ersichtlich erfolgt ein glatter Übergang zwischen zwei im Wesentlichen homogenen Bereichen, so dass in diesem Fall ein hoher Korrelationswert für den Fit gegeben ist, das bedeutet, die Kurve 29 gibt sehr gut den Bildwertverlauf wieder; die Abweichungen sind gering. Dies bedeutet allerdings nicht zwangsläufig, dass die entsprechende Kandidatenlinie auch als Auswertungslinie ausgewählt wird, nachdem vorliegend der Grenzwert, den der Korrelationswert als Qualitätswert im Homogenitätskriterium überschreiten muss, dynamisch gewählt wird, und zwar so, dass 50 % der Kandidatenlinien 24 als Auswertungslinien ausgewählt werden. Dadurch wird sichergestellt, dass eine hinreichende Anzahl an Auswertungslinienvorliegt, wobei die am ehesten einen Übergang zwischen homogenen Bereichen zeigenden Kandidatenlinien 24 ausgewählt werden, mithin die mit den höchsten Korrelationswerten.
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Für die Auswertungslinien werden im Schritt S5 dann Korrekturwerte bestimmt, vorliegend als das Verhältnis der Bildwerte im homogenen Teil der Bildregion 17, also außerhalb des Übergangsbereichs, zu den Bildwerten im homogenen Bereich der Bildregion 18.
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Vorliegend dient die Bildregion 17, in der ja nicht abgeschwächte Strahlung eintrifft, als Referenzbildregion, auf die hin angepasst werden soll, das bedeutet, die Bildwerte werden dort nicht verändert (entspräche einem Korrekturfaktor von 1). Für die Bildregion 18 wird im Schritt S6 ein globaler Korrekturfaktor aus den einzelnen Korrekturwerten, die letztlich lokale Korrekturfaktoren darstellen, bestimmt, vorliegend durch statistische Mittelung. Dabei kann selbstverständlich auch eine Gewichtung anhand der Korrelationswerte erfolgen. Im Schritt S7 werden dann die Bildwerte in der Bildregion 18 mit dem globalen Korrekturfaktor für die Bildregion 18 multipliziert, um die Anpassung zu erreichen.
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Um die Bildqualität auch im Übergangsbereich, wie er in 5 dargestellt ist, zu optimieren, kann dort ein glatter Verlauf des Korrekturfaktors von dem bestimmten globalen Korrekturfaktor zu dem gedachten Korrekturfaktor von 1 in der Bildregion 17 verwendet werden, um die Korrektur im Übergangsbereich zu realisieren, wobei Informationen zum Werteverlauf im Übergangsbereich ja bereits aus den Betrachtungen im Homogenitätskriterium bekannt sind, insbesondere die Beschreibung durch die angefittete Übergangsfunktion, Kurve 29, vorliegt. Diese Fitinformation kann genutzt werden, um in den Übergangsbereichen den glatten Übergang gemäß des Verlaufs der Kurve 29 nachzuempfinden und mithin dort einen lokal unterschiedlichen Korrekturfaktor zur weiteren Verbesserung der Bildqualität zu gewährleisten. Eine derartige lokale Korrektur im Übergangsbereich ist insbesondere dann sinnvoll, wenn sich der Übergangsbereich über mehrere Bildpunkte erstreckt. Die lokale Korrektur im Übergangsbereich kann im Übrigen auch bereits auf den transformierten, virtuellen Bildwerten im Polarkoordinatensystem erfolgen, welche dann entsprechend rücktransformiert werden, so dass sich korrigierte Bildwerte ergeben. Hierbei sei darauf hingewiesen, dass in jedem Fall jedoch die originalen Bilddaten im Bildbereich 17 außerhalb des Übergangsbereichs unverändert beibehalten werden, da diese nicht verändert werden sollen.
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Schließlich liegen mithin korrelierte Bilddaten 30 vor. Diese können weiterer Bildbearbeitung unterzogen und/oder einer den Eingriff durchführenden Person zur Anzeige gebracht werden.
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Es sei noch darauf hingewiesen, dass auch Ausführungsbeispiele denkbar sind, in denen die Bildregion 18 in Subbereiche unterteilt wird, beispielsweise als Bogenstücke, denen dann jeweils unterschiedliche Korrekturfaktoren, die aus den lokalen Korrekturwerten abgeleitet werden, zugeordnet werden können. Dann ist es sinnvoll, zwischen diesen Subregionen zu interpolieren, um einen glatten Übergang möglichst ohne scharfe Kanten aufgrund unterschiedlicher Korrekturfaktoren sicherzustellen.
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Ferner werden bei wiederholter Aufnahme von Röntgenbildern 21, beispielsweise im Rahmen einer fluoroskopischen Überwachung, Korrekturfaktoren vorangegangener Röntgenbilder 21 berücksichtigt, insbesondere unmittelbar verwendet, falls sich die Aufnahmegeometrie und die Filtereinstellungen nicht verändert haben oder aber zumindest bei der Ermittlung neuer Korrekturfaktoren berücksichtigt.
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Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen.